• 专利附录
  • 专利说明
  • 权利要求
  • 类似技术
  • 同族专利
  • 引用文献
  • 法律状态
  • 优先权
    • 专利摘要:

    公开号:WO1989007262A1
    申请号:PCT/JP1989/000085
    申请日:1989-01-27
    公开日:1989-08-10
    发明作者:Shuichiro Yamaguchi；Naoto Uchida；Satoru Kasai；Takeshi Shimomura；Noboru Oyama
    申请人:Terumo Kabushiki Kaisha；
    IPC主号:A61B5-00
    专利说明:
    [0001] 明 細 書 発 明 の 名 称 膜被覆センサ 技 術 分 野 本発明は膜被覆センサ、 特に生体内に挿入して使用される 固体膜型で微小な膜被覆センサに関するものでぁる。 背 景 技 術 従来から、 医用分野， 食品分野にぉぃて固体膜型の膜被覆 センサが望まれてぃる。 最近、 白金電極上に直接高分子膜
    [0002] (例ぇばセルロ一ス膜） を被覆した被覆線電極 （coated wi re e l ect rode ) 型の膜被覆センサが上巿されてぃるが、 これら センサは耐久性に問題がぁる。
    [0003] 例ぇば、 固体膜型の酸素センサにっぃて見ると、 被検溶液中 の酸素が内部感応電極に到達する速度が律速となる。 そこで、 ガス透過膜の膜厚を小さくし、 センサの感応部分の面積を大き くすればこの問題の解決になるが、 被検液の流動の影響を受け 易くなり ド リフ 卜発生の原因となる。 従って、 少量の被検液 ( 1 μ のォーダ一） で測定する場合に、 センサの形態は酸素 還元機能を有する面積が極小 （平方ミクロンのォーダー） で ぁることが好ましぃ。 特に、 微小センサを直接生体中に揷入し て被還元物質が存在する溶液中の酸素分圧を連続的に測定する 場合には、 共存物質を排除して酸素のみが酸素還元膜で効率的 に酸素還元反応を受けることが出来る、 特に共存物質排除と ぃぅ点からも微小面積を有する酸素センサが好ましぃ。
    [0004] 又、 酸素センサのガス透過膜を更に酵素固定化膜で被覆した 酵素センサでは、 酸素ガスの透過に時間がかかり、 応答時間 ( 9 0 %応答） は 1分以上でぁった。
    [0005] このょぅに最近益々、 表面が均一で固体膜被覆が制御し易 く、 ドリフ トが少なく応答の速ぃ微小の膜被覆センサの需要が 高まってぃる。
    [0006] 又、 血液成分中での測定では、 白金電極表面へのタンパク質 の付着などにょり、 正確な測定が不可能となる。 発 明 の 開 示 本発明の目的は、 上記従来技術の問題点を解決し、 表面が 均ーで膜被覆が制御し易く、 被検液の流動の影響を受けにくぃ ためドリフ 卜の少なぃ微小の膜被覆センサを提供することに ぁる。
    [0007] 又、 応答が速く溶存する被測定物質外の電極活性物の影響を 受けにくぃ膜被覆センサを提供することにぁる。 特に、 応答が 1 0秒以内の迅速な膜被覆センサを提供することにぁる。
    [0008] 新たな招紙 このょぅにして、 微小量サンプル （ 1 0 μ £以下） の測定ゃ 生体内ゃ組織内に直接に揷入して測定ができる膜被覆センサを 提供する。
    [0009] この課題を解決するために、 本発明の膜被覆センサは、 細管 と、 該細管のー端側でリード線と接続され、 前記細管に内接す る導電性基体と、 前記細管の開ロする他端側の該導電性基体の 端面を所定の厚さで被覆する固体被覆膜とを備ぇる。
    [0010] 又、 導電性基体は、 炭素繊維， 炭素棒状物， 金線又は金属酸 化物でぁる。
    [0011] 又、 導電性基体の断面積は、 1 0 _ 5 c m 2 以下でぁる。
    [0012] 又、 固体被覆膜は、 血液又は関連生体液中の活性物から、 目 的とするガス又は電解質のみと感応する膜を有する。
    [0013] 本発明にょり、 表面が均ーで膜被覆が制御し易く、 披検液の 流動の影響を受けにくぃためド リフ 卜の少なぃ微小の膜被覆 センサを提供できる。
    [0014] 又、 応答が速く溶存する被測定物質外の電極活性物の影響を 受けにくぃ膜被覆センサを提供できる。 特に、 応答が 1 0秒 以内の迅速な膜被覆センサを提供できる。
    [0015] このょぅにして、 微小量サンプル （ 1 0 μ ϋ以下） の測定ゃ 生体内ゃ組織内に直接に揷入して測定ができる膜被覆センサを. 提供できた。 更に、 本発明の膜被覆センサは、 センサ特性が ー様でぁるため大量生産が可能でぁる。
    [0016] 更に詳細には、 本発明を酸素センサに適用した場合、
    [0017] ( i )炭素電極の F e ( C N ) 4—の電気化学的挙動 （酸化 還元反応応答） は該電極感応部断面積 1 0 _5c m2 以下、 好ましくは 2. 83 X 1 0 _7 c m 2 でぁる時、 酸化還元波が 対称的で且っ電極表面積にょらず電流値がほぼ一定でぁる。
    [0018] (ii) そして、 この炭素電極べース上に酸素ガス応答還元膜を 直接被覆した膜被覆酸素電極を使用した結果、 ド リフ トは ほとんど見られなぃ。
    [0019] (Hi)酸素分圧対電流密度から算出される残余電流値は炭素 電極べース面積が小さくなるに従って大きくなるが、 断面積が
    [0020] 1 0 "5c m2 以下では残余電流 i x l O _4 (AZc m2 ) の ォ一ダーでー定でぁる。
    [0021] (iv) 炭素電極上に酸素ガス応答還元膜を被覆する時の膜被覆 電解条件、 例として電解反応時間制御が、 電極感応部断面積
    [0022] 1 0 -5cm2 以上の場合は、 1 0秒以内と著しく短時間の制御 に限定されるが、 1 0 _5c m2 以下でぁれば 6 0秒以上の 長時間 （ 1分以上） にゎたって電解膜被覆制御が可能でぁる。
    [0023] ー方、 酵素センサに適用した場合、 電極面積を超微小化した ものでぁるので、
    [0024] ( 1 ) 生体内ぁるぃは組織内の基本濃度測定が可能でぁり、
    [0025] ( 2 ) もちろん、 μ Jiォ一ダの微小量サンプルの測定ができ る。
    [0026] (3 ) また、 センサ基体を超微小化したため、 応答が 3秒程度 と高速でぁり迅速な測定が可能でぁる。
    [0027] ( 4 ) 安価なカーポンファィバ等を用ぃることができるため 低コス卜でぁる。
    [0028] 新たな用紙 ( 5 ) 微小感応面積のため反応にょる濃度の変化を無視でき る。
    [0029] ( 6 ) また、 溶液の流動 ·流れの影響を無視できる。
    [0030] 尚、 他の目的 ♦効果は、 以下の図面を参照した実施例の説明 から明かとなる。 図面の簡単な説明 第 1 A図は実施例 1のガラスキャピラリを示す図、
    [0031] 第 1 B図は実施例 1のカーボンファィバ電極の構造を示す 図、
    [0032] 第 1 C図は実施例 1の酸素センサの構造を示す図、
    [0033] 第 2図は電解重合膜作成中の定電位電解の電流変化を示す 図、
    [0034] 第 3 A図〜第 3 C図は実施例 1の微小カ一ボンファィバ電極 の酸化還元反応のサィクリックボル夕モグラムを示す図、 第 4図は、 電極感応部面積を変化させた場合の、 実施例 1の 酸素センサ φ電流密度と酸素分圧との関係をプロットした図、 第 5 Α図は実施例 1の酸素センサの流動の影響にょる電極上 のド リフ 卜を示す図、
    [0035] 第 5 B図は実施例 1の酸素センサの表面濃度と電極面積を 示す図、
    [0036] 第 5 C図は実施例 1の酸素センサのピ一ク電流濃度と電位 掃引速度の関係を示す図、 ' 第 6図は実施例 2で作成した酸素センサの構造模式図、 第 7 Α図， 第 7 B図は実施例 2で作成した酸素センサの応答 を示す図、
    [0037] 第 8図は実施例 2で作成した酸素センサの応答速度を示す 図、
    [0038] 第 9図は比較例 1で作成した酸素センサの応答速度を示す 図、
    [0039] 第 1 0 A図， 第 1 0 B図は実施例 2及ぴ比較例 1で作成した 酸素センサの液の流動にょる影響を示す図、
    [0040] 第 1 1図は実施例 4、 5の酵素センサの構成を表ゎす模式 図、
    [0041] 第 1 2図は実施例 3の酵素還元触媒膜を被覆した電極の酵素 還元に対するサンクリヅクポルタンメ トリ応答を表ゎす図、 第 1 3図は実施例 4及び 5のグルコースセンサのグルコース 濃度変化に対する電流応答にっぃて示した図でぁる。 発明を実施するための最良の形態 以下、 添付図面を参照しながら、 本発明の実施例を説明す る。 本実施例では膜被覆センサとして酸素センサ及びこれを 使用する酵素センサで代表させるが、 他の膜被覆センサにぉぃ ても本発明が同様に適用される。
    [0042] まず、 本実施例の酸素センサは、 炭素繊維材料を含む炭素 材料の棒状断面を 1 0 - 5 c m 2 以下にし、 さらに、 酸素ガス 応答還元膜を直接被覆した微小の酸素センサでぁる。 本実施例 では、 感応部断面積が 1 X 1 0-5c m2 以下 （炭素繊維 1本の 径を 6 μ πιと して 3〜 4本分に相当する） 、 好ま しく は 2. 83 X 1 0一7 c m2 (炭素繊維 1本相当） でぁる。
    [0043] 導電性基体としては、 導電性炭素が好適でぁり、 べーサル♦ プレーン · ピロリティヅク · ·グラファィ ト、 グラッシ一カーボ ン等がぁげられる。 この中でも、 特にグラファィ 卜結晶構造を 持っものが好ましぃ。
    [0044] <実施例 1〉
    [0045] (カーボンファィバ電極の作製法）
    [0046] 外怪 3 mm、 長さ 5 c mのガラス管を微小電極作製装置を 用ぃて延伸し、 第 1 A図に示す本体部 1 bと細管部 1 aとから 成る形状の細管 1を 2本作製した。 該細管 1の内の 1本の毛細 管部分 1 a (延伸部） にカーボンファィバ 2 (べスファィ 卜 ： 東邦レーョン社製） を揷入し、 毛細管とのすき間に絶緣性接着 剤としてェレク トロンヮヅクス 3 (宗電子ェ業社製） を充塡し て絶縁した。 他端から導電性接着剤として銀ぺ一ス卜 4を注入 し、 さらにリード線 5を挿入して導通を取り、 銀ぺース卜 4が 漏れなぃょぅに絶縁性接着材 6で端を封じ固定した。 さらに、 毛細管先端部を研磨 （ 0. 5 μ m研磨紙 P R 1 - 24 ： 3 M社 製） してカ一ボンファィバ電極 1 0を完成した。
    [0047] 当該カ一ボンファィバ電極 1 0の模式図を第 1 B図に示す。 ここでは、 細管 1 としてガラス管を用ぃたが、 絶縁性を有し 加熱ぁるぃは延伸にょ り毛細管が得られるものでぁれば、 ガラス管に限られるもので く、 ポリ塩化ビニル， ポリプロ ピレン， ポリスチレンなどを用ぃることもできる。
    [0048] (微小酸素センサの作製）
    [0049] 以下に示す方法で、 上記のカ一ボンファィバ電極 1 0のカー ボンファィバ 2の表面を、 メソーテトラ （ 。一ァミノフェニ ル） コバル卜ポルフィリン （Co — TA P Pと略す） の電解 重合膜 7で被覆した。
    [0050] 電解重合膜 7は、 該カーポンファィバ電極 1 0を作用極、 市販の A gじ£電極を参照極、 白金巻線を対極とする 3 電極セルを用ぃ、 次の組成の電解液中で + 1 . 8 V (v s . A g /A g C ^ ) の定電位で 60秒間電解して被着を完成し た。
    [0051] 電解液組成 I mM Co -TAP P
    [0052]
    [0053] 溶媒 ァセトニトリル
    [0054] この時の定電位電解の電流変化は第 2図で示され、 ー定電流 に収束する時間は凡そ 6 0秒、 比較としてカーボン繊維 2本 (断面積 5. 6 5 2 X 1 0 -7 c m 2 ) では 40秒、 5本 （断 面積 1. 4 1 3 X 1 0_6 c m2 ) では 20秒で電流値が一定と なり、 この順に薄膜が形成され、 膜制御時間も短くなる。
    [0055] - このょぅ -に製造され 酸素センサの模式図を第 1 C図に示 す。
    [0056] <実験例 1 >
    [0057] 実施例 1の第 1 B図に示す微小カ一ボンファィバ電極を作用 極、 基準極に飽和塩化ナ卜リゥムカロメル電極、 対極に白金網 を使用した電極セルを用ぃ、
    [0058] 次の電解液中で
    [0059] 20 mM F e (CN)6 3_
    [0060]
    [0061] 微小酸素電極表面上の F e (CN) 63 " と F e ( 'C N ) 6 4" の酸化還元反応のサィクリヅクボルタンメ 卜 リの測定をぉこ なった。
    [0062] 結果を第 3図 （ a ) に示す。 同時に、 カーボンファィバの 断面積が 1. 4 1 3 X 1 C 6c m— 2 ( 5本束） ， 2. 82 6 X 1 0 "5 c m 2 ( 1 0 0本束） の時のサィク リヅクボルタモ グラムを比較例として第 3 B図. 第 3 C図に示す。
    [0063] この結果、 酸化還元電流値は第 3 A図ではほぼ一定になる が、 カーボンファィバの断面積が 1. . 4 1 3 X 1 0 c m 2 (カーポンファィバ 5束以上） では、 電位値変化と共に酸化 還元電流値が変化することが確認された。
    [0064] したがって、 一定電流値を得ょぅとする場合には、 カーボン 電極の面積は凡そ 1 0 _5c m 2 以下、 好ましくは 2. 83 X 1 0 "7c m2 (カーボンファィバ 1本相当） が好適でぁる。 <実験例 2 >
    [0065] 実施例 1で作成した酸素センサを使用して、 電極感応部面積 を 2. 82 6 x l 0 -7c m2 〜2. 82 6 x l 0 "5c m2 と 変化させた場合の、 電流密度 （AZcm2 ) と酸素分圧 （mm H g ) の関係は、 表 1及びこの関係をプロヅ 卜した第 4図に 示される。 尚、 不活性ガスの N2 ガス使用して、 酸举分圧を 2 0 6 0 , 85 , 1 28 mm H gと換ぇて測定した。 この 電流密度と P 02 分圧の関係ょり残余電流を求めると表 1の 残余電流の欄のょぅになる。
    [0066] この結果、 電極感応部の面積が 8. 4 7 8 X 1 0 -6c m2 ( 5束） 以下でぁる場合、 残余電流は 1 . 484 X 1 0 -4A/ c m2 〜 l . 7 7 0 X 1 0 -4AZc m2 の間に収束する。
    [0067] <実験例 3〉
    [0068] 実験例 2と同様に本実施例の酸素センサを使用して、 電解質 溶液 （リン酸塩緩衝溶液 P H7.4)·で、 温度を 3 7 ± 0. 0 5。C に調節した酸素濃度 1 4 0 mm H g—定条件下で、 被検液の 流動の影響にょる電極上のドリフト （電流密度のバラヅキ） を 検討した。 被検溶液を攪拌する攪拌子の攪拌速度を変化させ て、 流量を 2 5 0 m ノ分並びに 1 2 0 0 m Z分に変化させ た場合の結果を第 5 A図に示す。
    [0069] 電極面積が 2. 82 6 X 1. CD—7 c m2 , 2. 8 2 6 x 1 0一6 c m 2 , 8 . 4 7 8 X 1 0 "6 c m 2 , 2 . 8 2 6 X 1 0 "5 c m2 と大きくなるに従って、 ドリフトが大きくなる傾向を示 す。 従って、 電極面積が 2. 82 6 X 1 0一7 c m2 (カーボン ファィバ 1本） 〜 2. 82 6 X 1 0 "6c m2 (カ一ボンファィ ノ 1 0本） の間、 好ま しく は、 2 . 8 2 6 X 1 0 "7 c m 2 (カーボンファィバ 1本） がドリフ卜が小さく本目的には良ぃ と思ゎれる。
    [0070] このょぅに、 本実施例の酸素センサは、
    [0071] (i ) 炭素電極の F e ( C N) 6 3_/ の電気化学的挙動 （酸化 還元反応応答） は該電極感応部断面積 1 0 _5c m2 以下、 好ま しくは 2. 8 3 X 1 0 -7c m2 でぁる時、 酸化還元波が対称的 で且っ電極表面積にょらず電流値がほぼー定でぁる。 1
    [0072] (ii) そして、 この炭素電極べース上に酸素ガス応答還元膜を 直接被覆した膜被覆酸素電極を使用した結果、 ド リフ 卜は ほとんど見られなぃ。
    [0073] (iii)酸素分圧対電流密度から算出される残余電流値は炭素 電極の断面積が小さくなるに従って大きくなるが、 断面積が
    [0074] 1 0 "5c m2 以下では残余電流 l X l O ^ iAZc m2 ) の ォーダ一で一定でぁる。
    [0075] (iv) 炭素電極上に酸素ガス応答還元膜を被覆する時の膜被覆 電解条件、 例として電解反応時間制御が、 電極感応部断面積
    [0076] 1 0_5cm2 以上の場合は、 1 0秒以内と著しく短時間の制御 に限定されるが、 1 0 _5c m2 以下でぁれば 6 0秒以上の 長時間 （ Γ分以上） にゎたって電解膜被覆制御が可能でぁる。 <実験例 4〉
    [0077] 実施例 1で作成した酸奪センサを用ぃて、 電極感応部面積を 7. 85 X 1 0 ~7cm2 ， 7. 85 X 1 0 _6cm2 , 7. 85 X 1 0-5cm2 とした時の電極面積に対する、 電解重合膜 （C'o— TAP P膜） の表面濃度を測定した。
    [0078] 第 5図 （ b ) に示すょぅに、 7. 85 X 1 0 -6cm2 以上では 電極面積が大きくなるに従ぃ Co-TAPP の表面濃度が增加した が、 7 · 85 X 1 0-6cm2 以下では殆ど変化しなぃ。 このこと は、 センサ特性の一様化を容易とし、 膜被覆センサの大量生産 を可能にする。
    [0079] 尚、 測定は、 室温、 電解質溶液 （リン酸塩緩衝溶液： P H 7. 4) 中で酸素濃度 0 mm Hg ( N 2 でバブリング） の下で 測定した。
    [0080] <実験例 5 >
    [0081] 実施例 1で作成した酸素センサを用ぃ、 電極感応部面積を 7. 85 X 1 0 "7cm2 , 3. 1 4 X 1 0 _6cm2 . 7. 85 X 1 0 "6cm2 とした時のボルタモグラムのピーク電流の密度と 電位掃引速度 {v 1/2t ( mV ノ秒） 1/2}の関係を調べた。' 第 5 C図から明らかなょぅに、 広ぃ範囲でピーク電流は一定 となり、 微小電極として十分な特徵を有することが解る。
    [0082] 尚、 測定は、 室温、 酸素飽和 （ 500mmHg) した電解質溶液 (リン酸塩緩衛溶液 PH7. 4) 中で行った。
    [0083] 又、 本実施例では、 本体部 1 bと細管部 1 aとを一体化させ て作製し'たが、 ポリフヅ化ェチレンチューブ， ェナメルなどの 絶緣材でカーポンファィバーの両端部以外を被覆絶縁し、 ー端 を電解重合膜 7で被覆し、 他端を導電性接着剤 6を介してリー ド線に接続することにょり、 本体部 1 bと細管部 1 aとを別々 に作成して合体することもできる。
    [0084] 次に説明する実施例の膜被覆センサは、 カーボンファィバの フィラメン 卜 1本を導電性基体とし、 この表面に電解重合法を 用ぃて酸素還元触媒機能をもっコバルトーポルフィ リン重合体 膜を被覆した構成の超微少酸素センサでぁる。 μ £ォ一ダの 微少量のサンプル測定ゃ細胞内、 神経系等の酸素濃度を測定 するために、 先端外径を 1 0〜50 / mにすることが可能でぁ る。 導電性基体に 1 0 m以下のカーボンファィバを用ぃる ため応答速度が非常に速くなり、 90 %応答が 1秒以内の酸素
    [0085] 新たな用紙 1 濃度測定が可能でぁる。 また、 脈流の影響をほとんど受けな ぃ。
    [0086] <実施例 2 >
    [0087] 本実施例で作成した酸素センサの構造を第 6図に模式的に 示した。 以下にその作成手順を述べる。
    [0088] ( 1 ) カーボンファィバ 1 1 (ュニォンカーバィ 卜社製、 1 0 μ m ) の一端に導線 1 2を導電性接着剤 1 にょり接続す る。 該ファィバを、 ガラスキャピラリ 1 4中に入れ、 まゎりを ェポキシ系接着剤 1 5にょり絶縁して電極を完成する。
    [0089] ( 2 ) 当該電極を作用極、 市販の A gZA g C £電極を基準極 白金巻線を対極とする 3電極セルを用ぃ、 以下の電解液中で メソーテトラ （ 。ーァミノフェニル） コバル卜ポルフィ リ ン ( C o - TA P P) の電解酸化重合を行なぅ。
    [0090] 電解液 rmmoJlZA C o -TA P P
    [0091]
    [0092] 溶媒 ァセ卜ニ卜リル
    [0093] 上記電解液中で 0から + 1 . 8 V (vsS S C E ) まで 50 mVZs' e cで電位掃引した後、 + 1 . 8 Vで 1 0分間定電位 電解を行なぃ、 〇 0—丁 ？？膜 1 6の被着を完了する。
    [0094] このときの Co-TAPP 膜 1 6の膜厚は 0. 5 μ mでぁった。 膜厚は 4 0 0 Α〜5 0 μ ηιが好ましく、 特に 1〜： L 0 μ mが 好ましぃ。 4 0 0 A以下ではセンサ特性が不充分でぁり、 5 0 m以上では膜の剝離が生じゃすぃ。
    [0095] <実験例 6 > 実施例 2で作成した酸素センサ及び、 巿販の A gZA g C ^ 電極を 50 mmoJiノ£のリン酸塩緩衝液 （ p H 7. 4 ) 中に 浸漬し、 A g/A g C 電極に対して、 該センサにー 0. 6 V の電位をかけ、 該液中に通じるガスの 02 濃度を変ぇて、 その 時流れる電流値を測定した。 その結果を第 7 A図にプロッ卜し た。 尚、 ー 0. 6 Vの電圧は、 第 7 B図に示す電圧対電流の 測定結果から決定した。
    [0096] 酸素濃度 （P 02 ) と電流値との間には、 広ぃ範囲にゎたっ て良ぃ直線関係が成り立ち、 酸素センサとして作用することが 見ぃ出された。
    [0097] <実験例 7 >
    [0098] 実験例 6と同様の方法で、 酸素濃度ー定の溶液中で測定を 行なぃ、 そこに酸素ガスで飽和させた溶液を加ぇて、 電流値の 変化を調べた。 そのグラフを第 8図に示す。 液を加ぇると即座 に応答し、 その応答速度は 1〜2秒と、 非常に速ぃことがゎか る。
    [0099] <比較例 1 >
    [0100] 直怪 0. 1議のカーボン電極を用ぃ、 実施例 2と同様の方法 で C o—T A P P膜を電極表面に被覆し （膜厚 0. 5 μιη) 、 大面積の酸素センサを作成した。 ·
    [0101] <実験例 8 >
    [0102] 比較例 1のセンサを実施例 2で作成したセンサと比較するた め、 実験例 6と同様の測定をぉこなった。 その結果を第 9図に 示す。 電流の立ち上がりが遅く、 応答するのに 5〜 1 0秒 かかってぃることがゎかる。
    [0103] <実験例 9 >
    [0104] 実施例 2及び比較例 1で作成した酸素センサを、 基準電極と 共にリン酸塩緩衝液に浸漬し、 基準極に対してー 0 。 6 Vの 電位をかけた時の電流値を、 溶液を攪拌した場合と攪拌しなぃ 場合とで比較し、 液の流動の影響の受けゃすさを評価した。 その結果を第 1 0 A図， 第 1 0 B図に示す。 実施例 2の酸素 センサでは、 第 1 O A図のょぅに攪拌じてもしなくても電流値 に変化はなぃが、 比較例 1のセンサは、 第 1 0 B図のょぅに 攪拌した場合には電流がゅれ、 攪拌を止めた時には、 ゅれは なくなるが電流値が減少することがゎかる。 この結果から、 実施例 2で作成したセンサは、 液の流動の影響を受けず、 正確な測定ができることが確認された。
    [0105] 以上詳述したょぅに、 カーボンファィパの断面とぃぅ微小 面積の電極を用ぃ、 その上を酸素還元機能膜で被覆することに ょって 9 0 %応答が 1秒以内とぃぅ速ぃ酸素センサが得られる とぃぅ効果がぁる。 また、 当該酸素センサは、 溶存する他の 化学物質の影響を受けず、 また、'液の流動の影響も受けずに 酸素濃度が測定できる。 また、 電極部分が微小なため、 微小量 のサンプルぁるぃは微小部位での測定が可能でぁる。
    [0106] 次に示す実施例では、 微小化と高速応答を実現し、 生体内 (組織内） ゃ微小量サンプル中の基質濃度を測定するため、 超微小型酵素センサをカーボンファィバのフィラメン卜 1本を 用ぃて超小型化し、 電解重合法を用ぃて微小部分に薄膜を形成 することにょり提供する。 応答速度は 95%応答は 3秒以内で ぁり、 センサ先端外径 Ι Ο Ο μ πι以下のもの （但し感応部は 1 0 μ m以下） ·を提供する。
    [0107] 酵素反応に関与して生成 *消費される化学種で電極活性で ぁるものの例としては、 02, H202, C02 などがぁる。 02の還元 触媒膜としてはコバル卜ポルフィリン重合体膜が、 H202の酸化 触媒膜としてはポリ （4, 4' —ビフェノール） 膜が、 C02 の 還元触媒としてはポリチォフェン膜ノ銀 レニゥムから成る膜 などが好ましく、 これらの被覆方法としては電解重合法が好ま しぃ。
    [0108] <実施例 3〉
    [0109] 第 1 1図に本実施例の超微小酵素センサの構成模式図を示 す。 図中、 第 6図と同じ参照番号は同ー構成物質を示す。 カーボンファィバ 1 1 の一端を導電性接着剤 1 3を用ぃて リード線 1 2に接続し、 先端部を細かく引き伸したガラス キャピラリ 1 4に揷入したのち絶緑性接着剤 1 5を充鎮して 電気的絶緑を行ぅ。 次にこのキャピラリ電極の先端の一部を 切断し、 研磨して超微小酵素センサ用の炭素ディスク電極を 作成した。
    [0110] . この超微小ディスク電極を作用電極， 飽和塩化ナ卜 リゥム カロメル電極 （ S S C E) を基準電極， 白金線を対向電極とし た 3電極式とポテンシォスタッ卜を用ぃ、 以下に示す電解条件 下げ電解を行ぃ、 電解重合膜 （酸素還元触媒膜） 1 6の被着 形成をした。 電解液と して、 1 mmo / £のメソ一テ 卜ラ ( 0—ァミノフェニル） コバル卜ポルフィ リン （以下 C o— TAP Pと略す） と 0. 1 moJ ZJl過塩素酸ナ卜リゥムを含む ァセ卜ニトリルを用ぃ、 0Vから 1. 8V (対 S S CE) まで 50 mV/s e cで電位掃引したのち、 1. 8 Vで 1 0分間定 電位電解を行ぃ、 膜厚 0。 5 j mの C o—T A P P重合体膜を 形成した。
    [0111] く実験例 1 0 >
    [0112] このょぅに作製をした電極は、 溶存酸素の電解還元反応を 触媒することが、 第 1 2図に示すサィクリックポルタモグラム からゎかる。 即ちカーボンファィバ電極のみに比較して、 ー 5 00〜ー 600 mV電位で酸素還元反応が生起し、 50 mVZ秒の掃引速度でも定常電流は得られた。
    [0113] またこの電極を用ぃ、 電解電位をー 0. 6 V (v s . S S C E ) 保って溶存酸素濃度を P 02 = 1 5 OmniHgから 300 mmHgまで変化したときの応答時間は 1秒以内と、 超微小酵素 センサ用電極として十分な特徵を示すことが分った。 この酸素 還元触媒膜電極は、 高速応答の酸素センサとして機能すること がゎかる。 ' <実施例 4〉
    [0114] 次に電解重合膜 （酸素還元触媒膜） 1 6の表面に下記の方法 で酵素固定化膜 1 7を被覆した。
    [0115] P H 8. 0のリン酸塩緩衛衝溶液中にグルコース * ォキシ ダーゼを 1 00 m g/m 1 , 牛血清ァルブミンを 1 5 %重量の 割合で溶解した溶液中に、 酸素還元触媒膜電極を 5回程度浸漬
    [0116] 新たな用紙 し乾燥したのち、 5 0 %グルタルァ デヒ 卜溶液のグルタル ァルデヒ ド蒸気中で 1 2時間架撟反応を生起し、 2 0 %グリ シン溶液で洗浄した。
    [0117] ' このょぅにして、 グルコースォキシダーゼ固定化膜を形成し て （膜厚 20 μιη) 、 超微小酵素センサを作製した。
    [0118] く実験例 1 1 >
    [0119] 実施例 4の超微小酵素センサ （カーボンファィバ断面 ： 7. 85 X 1 0 -7cm2 ) を作用電極とし、 飽和塩化ナト リゥム 飽和カロメル電極 （S S C E) を基準電極、 白金線を対向電極 とする 3電極式セルで一 0. 6 V vs S S C Eで定電位電解 した。 このときの電流応答を溶液中のグルコース濃度に対して のプロッ卜を第 1 3図に示した。 グルコ一ス濃度が 0〜 1 05 111 ノ(1 £の範囲で、 電流応答の直線領域が得られた。 また、 このときの応答時間は 95 %応答が 2秒以内でぁり、 非常に 高速応答をしてぃることが分った。 試料溶液は、 5 mMリン酸 塩緩衝溶液（PH6.2) を用ぃ、 2 5°Cでスターラで緩ゃかに攪拌' して測定を行った。
    [0120] <実施例 5 >
    [0121] 実施例 4と同様にして超微小酵素センサを作製したのち、 5 %酢酸セルロールのジクロロメタン溶液中に 3回浸漬 .乾燥 をく り返して、 グルコース透過膜 1 8 ( 2 0 M m ) を形成し た。 尚、 酵素固定化膜は 400 A〜50 μιηが好ましく、 1〜 1 0 mが特に好ましぃ。 400 A以下では酵素を+分に固定 せず寿命が短くなり、 1 0 0 mを越ぇる応答速度が遅くな る。
    [0122] <実験例 1 2 >
    [0123] 実施例 5の超微小酵素センサを実験例 9と同様にしてグル コース濃度に対する電流応答を調べた結果、 電流の直線領域が
    [0124] 0〜2 4 0 m g Z d ilの範囲まで広大することが分った。 この ときの応答時間は 9 5 %応答が 3秒以内でぁり、 グルコース透 過膜にょる応答遅れが小さぃことが分った。
    [0125] 以上詳述したょぅに、 本実施例の酵素センサにぉぃては、 電極面積が超微小化したものでぁるので、
    [0126] ( 1 ) 生体内ぁるぃは組織内の基本濃度測定が可能でぁり、 ( 2 ) もちろん UL JIォーダの微小量サンプルの測定ができる。 ( 3 ) また、 センサ基体を超微小化したため、 応答が 3秒程度 と高速でぁり迅速な測定が可能でぁる。
    [0127] ( 4 ) 安価なカ一ボンファィ.バ等を用ぃることができるため 低コス卜でぁる。
    [0128] ( 5 ) 微小感応面積のため反応にょる濃度の変化を無視でき る。
    [0129] ( 6 ) また、 溶液の流動♦流れの影響を無視できる。
    [0130] 尚、 導電性基体としては、 細型炭素材料の他、 金属 （例ぇば 金） ゃ金属酸化物 （ィリジムォキサィ ド、 ィンジゥ厶酸化錫： I T O ) を使用してもょぃ。
    [0131] 更に、 実施例の櫚の最初でも述べた如く、 本実施例では酸素 センサ及び酵素センサで膜被覆センサを代表させたが、 他の 膜被覆センサにぉぃても本発明を同様に適用できる。 尚、 以下の請求の範囲を離れることなく、 本実施例の変形 置換 ·変更が可能でぁる。
    权利要求:
    Claims

    請 求 の 範 囲
    1 - 細管と、
    該細管の一端側でリード線と接続され、 前記細管に内接する 導電性基体と、
    前記細管の閧ロする他端側の該導電性基体の端面を所定の 厚さで被覆する固体被覆膜とを備ぇることを特徵とする膜被覆 センサ。
    2 . 導電性基体は、 炭素繊維, 炭素棒状物， 金線又は金属 酸化物でぁることを特徵とする請求項第 1項記載の膜被覆 センサ。
    3 . 導電性基体の断面積は、 1 0 _ 5 c m 2 以下でぁることを 特徵とする請求項第 1項記載の膜被覆センサ。
    4 . 固体被覆膜は、 血液又は関連生体液中の活性物から、 目的とするガス又は電解質のみと感応する膜を有することを 特徵とする請求項第 1項記載の膜被覆センサ。
    类似技术:
    公开号 | 公开日 | 专利标题
    Buerk2014|Biosensors: Theory and applications
    US10327678B2|2019-06-25|Analyte sensor apparatuses comprising multiple implantable sensor elements and methods for making and using them
    US20180192932A1|2018-07-12|Lyotropic Liquid Crystal Coated Analyte Monitoring Device and Methods of Use
    US20160345882A1|2016-12-01|Semiconductor based analyte sensors and methods
    US9541519B2|2017-01-10|Amperometric sensor electrodes
    Moussy et al.1993|Performance of subcutaneously implanted needle-type glucose sensors employing a novel trilayer coating
    JP6000281B2|2016-09-28|分析物センサと共に使用される電極組成物、分析物センサ装置及び分析物センサ装置を作製する方法
    CA2731816C|2015-09-22|Analyte sensor apparatuses having improved electrode configurations and methods for making and using them
    FI96517C|1996-07-10|Entsyymielektrodit ja menetelmä niiden valmistamiseksi
    US9309550B2|2016-04-12|Analyte sensors having nanostructured electrodes and methods for making and using them
    AU608875B2|1991-04-18|Sensor of the enzyme electrode type for the determination of an analyte
    Kawagoe et al.1991|Enzyme-modified organic conducting salt microelectrode
    JP6087905B2|2017-03-01|連続的分析物監視のための方法および装置
    US4711245A|1987-12-08|Sensor for components of a liquid mixture
    US8808515B2|2014-08-19|Heterocyclic nitrogen containing polymers coated analyte monitoring device and methods of use
    Chen et al.1992|A biocompatible needle-type glucose sensor based on platinum-electroplated carbon electrode
    EP0601720B1|2004-01-28|Techniques to improve the performance of electrochemical sensors
    CA2545715C|2012-10-16|Long term analyte sensor array
    Głab et al.1989|Metal-metal oxide and metal oxide electrodes as pH sensors
    EP0409896B1|1993-12-08|Electrode enzymatique et son procede de preparation
    Marzouk et al.1998|Electrodeposited iridium oxide pH electrode for measurement of extracellular myocardial acidosis during acute ischemia
    US9255903B2|2016-02-09|Methods of producing an electrochemical sensor for determining an analyte concentration
    Wang et al.1994|Highly selective membrane-free, mediator-free glucose biosensor
    US4968400A|1990-11-06|Enzyme sensor
    Kenausis et al.1997|Electrochemical glucose and lactate sensors based on “wired” thermostable soybean peroxidase operating continuously and stably at 37 C
    同族专利:
    公开号 | 公开日
    US5186808A|1993-02-16|
    EP0397868B1|1995-03-22|
    JP2672561B2|1997-11-05|
    DE68921881T2|1995-09-14|
    AU2939289A|1989-08-25|
    EP0397868A4|1993-08-04|
    JPH021536A|1990-01-05|
    DE68921881D1|1995-04-27|
    EP0397868A1|1990-11-22|
    引用文献:
    公开号 | 申请日 | 公开日 | 申请人 | 专利标题
    US3476670A|1967-04-10|1969-11-04|Us Agriculture|Polarographic electrode structure|
    JPS54148593A|1978-03-13|1979-11-20|Fmc Corp|Special electrode and analyzing method for salt of isocyanuric acid and quaternary ammonium salt of isocyanuric acid for said electrode and method|
    JPS60106609U|1983-12-26|1985-07-20|||
    JPH06133644A|1992-02-05|1994-05-17|Akira Oguri|軽量混和材およびその製造方法|WO1992001219A1|1990-07-05|1992-01-23|Sinvent A/S|Ion-selective electrochemical sensor device|GB1571282A|1976-03-11|1980-07-09|City Tech|Gas sensor|
    US4198851A|1978-05-22|1980-04-22|University Of Utah|Method and structure for detecting the concentration of oxygen in a substance|
    JPS5746154A|1980-09-05|1982-03-16|Toyota Motor Corp|Detecting method for concentration of oxygen|
    EP0078636B2|1981-10-23|1997-04-02|MediSense, Inc.|Sensor for components of a liquid mixture|
    US4563263A|1982-01-15|1986-01-07|Terumo Corporation|Selectively permeable film and ion sensor|
    JPS58200157A|1982-05-18|1983-11-21|Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt>|Oxygen sensor|
    JPH0342424B2|1983-02-03|1991-06-27|||
    US4615954A|1984-09-27|1986-10-07|Eltech Systems Corporation|Fast response, high rate, gas diffusion electrode and method of making same|
    KR900008847B1|1985-05-27|1990-11-30|도자와 미쯔오|이온센서 및 그 제조방법|
    DK626986A|1985-12-25|1987-06-26|Terumo Corp|Ionsensor|
    DE3687123D1|1986-01-24|1992-12-17|Terumo Corp|Ionenempfindlicher fet-fuehler.|
    JPH0431545B2|1986-02-04|1992-05-26|||
    US4871442A|1986-05-01|1989-10-03|Terumo Corporation|Ion sensor|
    JPH048744B2|1986-05-26|1992-02-18|||
    JPH0419503B2|1986-06-27|1992-03-30|Terumo Corp||
    JPH0431544B2|1986-11-20|1992-05-26|||EP0592805A3|1992-09-09|1996-07-24|Agency Ind Science Techn|Carbon sensor electrode and process for producing the same|
    US5503728A|1992-09-09|1996-04-02|Agency Of Industrial Science And Technology|Carbon sensor electrode and process for producing the same|
    US5611900A|1995-07-20|1997-03-18|Michigan State University|Microbiosensor used in-situ|
    US5989409A|1995-09-11|1999-11-23|Cygnus, Inc.|Method for glucose sensing|
    US6331163B1|1998-01-08|2001-12-18|Microsense Cardiovascular SystemsLtd.|Protective coating for bodily sensor|
    US7192766B2|2001-10-23|2007-03-20|Medtronic Minimed, Inc.|Sensor containing molded solidified protein|
    US7101472B2|2002-03-13|2006-09-05|The Charles Stark Draper Laboratory, Inc.|Microfluidic ion-selective electrode sensor system|
    US7407570B2|2002-03-13|2008-08-05|The Charles Stark Draper Laboratory, Inc.|Disposable, self-administered electrolyte test|
    CN1754097A|2003-02-24|2006-03-29|汤浅真|活性氧种等测定装置|
    US7291503B2|2003-05-21|2007-11-06|Massachusetts Institute Of Technology|Reversible resistivity-based sensors|
    GB0316075D0|2003-07-09|2003-08-13|Molecular Sensing Plc|Protease detection assay|
    JP2006242783A|2005-03-04|2006-09-14|Makoto Yuasa|ポルフィリン電解重合膜修飾白金線状センサー|
    US8702932B2|2007-08-30|2014-04-22|Pepex Biomedical, Inc.|Electrochemical sensor and method for manufacturing|
    US9044178B2|2007-08-30|2015-06-02|Pepex Biomedical, Llc|Electrochemical sensor and method for manufacturing|
    US8951377B2|2008-11-14|2015-02-10|Pepex Biomedical, Inc.|Manufacturing electrochemical sensor module|
    WO2010056876A2|2008-11-14|2010-05-20|Pepex Biomedical, Llc|Manufacturing electrochemical sensor module|
    US9445755B2|2008-11-14|2016-09-20|Pepex Biomedical, Llc|Electrochemical sensor module|
    WO2012162151A2|2011-05-20|2012-11-29|Pepex Biomedical, Inc.|Manufacturing electrochemical sensor modules|
    CN104195527B|2014-09-16|2015-08-26|山东省科学院激光研究所|毛细玻璃管表面镀碳膜装置|
    法律状态:
    1989-08-10| AK| Designated states|Kind code of ref document: A1 Designated state(s): AU DK KR US |
    1989-08-10| AL| Designated countries for regional patents|Kind code of ref document: A1 Designated state(s): BE DE FR GB IT NL SE |
    1990-07-26| WWE| Wipo information: entry into national phase|Ref document number: 1989901741 Country of ref document: EP |
    1990-11-22| WWP| Wipo information: published in national office|Ref document number: 1989901741 Country of ref document: EP |
    1995-03-22| WWG| Wipo information: grant in national office|Ref document number: 1989901741 Country of ref document: EP |
    优先权:
    申请号 | 申请日 | 专利标题
    JP1741488||1988-01-29||
    JP63/17414||1988-01-29||
    JP63/81419||1988-04-04||
    JP63081419A|JP2672561B2|1988-01-29|1988-04-04|膜被履センサ|EP19890901741| EP0397868B1|1988-01-29|1989-01-27|Film-coated sensor|
    DE1989621881| DE68921881T2|1988-01-29|1989-01-27|Mit einem film beschichteter sensor.|
    [返回顶部]